(57)【要約】【課題】ポジトロン放出性ＲＩを均一に満たした均一ファントムを用いることなく、個々の被検体について収集したデータ自身から各検出器の感度差を補正する補正係数を得る。【解決手段】ポジトロン放出性ＲＩが体内に分布している被検体１０をリング型検出器列１２中に挿入し、２つの検出器１１にガンマ線が同時入射したことをコインシデンス回路２１で検出し、その検出線データをアドレッシングメモリ２３で変換してデータ収集メモリ２４で収集し、補正演算回路２７によりこの収集したデータの加算平均を求めて均一ファントムを用いて収集したデータに近似したデータを得るとともにこのデータに対する個々のデータの比から補正係数の各要素を求めて補正データメモリ２８に格納し、コインシデンス回路２１から出力が生じたときにこれを読み出し検出器感度補正回路２２でリアルタイムで補正できるようにする。【選択図】図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
多数の放射線検出器をリング型に配列したリング型検出器列と、ポジトロン放出性ＲＩが内部に分布しており、上記のリング型検出器列中に挿入されている被検体から放出された放射線が２つの検出器に同時に入射したことを検出しそれら２つの検出器を結ぶ検出線に関して計数しデータ収集するデータ収集手段と、この収集したデータを演算処理することによって画像再構成する画像再構成手段と、収集したデータを加算平均して得た加算平均データと個々のデータとの間の比から、各検出器の感度差を補正する補正係数を各検出線ごとに求める手段と、各補正係数を各検出線ごとに格納する手段と、格納された補正係数を読み出して各検出線ごとのデータを補正する補正手段とを有することを特徴とする核医学イメージング装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
この発明は、ＲＩ（ラジオアイソトープ：放射性同位元素）の投与された被検体（被検者）の内部から放射されるガンマ線を被検体外部において検出し、被検体内部の関心部位におけるＲＩ分布像を作成する核医学イメージング装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来より、核医学イメージング装置として、被検体へ投与するＲＩにポジトロン（陽電子）放出型のＲＩを用いるＰＥＴ（ Positron Emission Tomography ）装置が知られている。このＰＥＴ装置では、被検体の体内にポジトロン放出性のＲＩ（たとえば15Ｏ，18Ｆ，11Ｃなど）を注入し、ＲＩが患部等に集積したとき、ＲＩから放出されるポジトロンが電子と結合する際に１８０°反対方向に生じる１対のガンマ線を検出する。このようなＰＥＴ装置はたとえば下記の特許文献１などに示されている。
【特許文献１】特開平１１−１５３６６９号公報
【０００３】
検出器としては、被検体の周囲にリング型に配列した多数の検出器よりなる検出器列を用いる。この検出器列から得られたデータを、通常のＣＴ装置と同様の手法でコンピュータ処理し、ＲＩ位置を特定し、ＲＩ分布イメージを作成する。通常、リング型の検出器列を多層に積層した円筒型の検出器積層体を用いて、各リング型検出器列の平面内だけでなく、その平面に直角な方向においてもＲＩ位置を求め、短時間に３次元的な画像を作成する。リング型検出器列の各検出エレメントしては通常シンチレータと光電子増倍管とを組み合わせたものが用いられ、シンチレータからの光を光電子増倍管に導いて増幅した検出信号を得る。
【０００４】
ところで、このシンチレータと光電子増倍管を含めた放射線検出器の感度特性は長期的には安定しているとはいえない。そのため、たとえば１週間ごと、あるいは１箇月ごとというように所定の期間ごとに各検出器の感度差を補償するための補正データを採取する必要がある。
【０００５】
この補正データは従来ではつぎのようにして採取されている。放射線源を容器に入れて作成したライン状の線源（ラインソース）を、円筒型の検出器積層体（リング型の検出器列を多層に積層したもの）の中に入れ、その中心軸の回りを３６０°回転させる。この回転中に各検出器に入射した放射線によるデータを収集する。また、放射線源を円筒状の容器に均一に入れたファントムを、円筒型の検出器積層体の中心部に配置し、各検出器で入射放射線を検出する。これらのいずれで収集した場合でも、各検出器からのデータが一定となるように補正データを求める。
【０００６】
しかしながら、このようにファントム等を用いて各検出器の感度を補正するための補正データを定期的に求めるのでは、操作性が悪いという問題がある。また補正データ収集のためのファントム作成にＲＩを用いるので、維持費が高いという問題もある。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
この発明は、上記に鑑み、高価なファントムを用いることなく、補正データを得ることができるように改善した核医学イメージング装置を提供することを課題とする。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
上記の目的を達成するため、請求項１記載の発明による核医学イメージング装置においては、多数の放射線検出器をリング型に配列したリング型検出器列と、ポジトロン放出性ＲＩが内部に分布しており、上記のリング型検出器列中に挿入されている被検体から放出された放射線が２つの検出器に同時に入射したことを検出しそれら２つの検出器を結ぶ検出線に関して計数しデータ収集するデータ収集手段と、この収集したデータを演算処理することによって画像再構成する画像再構成手段と、収集したデータを加算平均して得た加算平均データと個々のデータとの間の比から、各検出器の感度差を補正する補正係数を各検出線ごとに求める手段と、各補正係数を各検出線ごとに格納する手段と、格納された補正係数を読み出して各検出線ごとのデータを補正する補正手段とを備えることが特徴となっている。
【発明の効果】
【０００９】
請求項１記載の核医学イメージング装置によれば、ポジトロン放出性ＲＩが注入され、その内部にポジトロン放出性ＲＩが分布している個々の被検体がリング型検出器列の中に挿入され、その被検体内部から放出される放射線がリング型検出器列の各検出器に入射するようにされる。２つの放射線が２個の検出器に同時に入射したことが検出されて、その２つの検出器を結ぶ検出線に関して計数される。各検出器に感度差が存在する場合には、この検出線に関して収集されるデータにばらつきが生じる。ＲＩが均一に分布するファントムに関してデータ収集すれば、収集したデータにおけるばらつきは感度差に基づくものだけであるが、ＲＩが均一に分布しているわけではない個々の被検体の場合、データのばらつきはＲＩ分布の不均一性の影響を受けるので、通常であれば、検出器感度差に起因するばらつきのみを取り出すことはできない。
【００１０】
この発明によると、収集されたデータは加算平均される。すると、この加算平均データは、ＲＩ分布の不均一性をならしたものと見ることができるため、均一ファントムについて収集したデータと近似できる。そこで、この加算平均データに対する個々のデータの比から、各検出線ごとに現れる検出器感度差を補正する補正係数を、その各検出線ごとに求めることが可能となる。したがって、こうして求めた各補正係数を各検出線ごとに格納すれば、これを読み出して各検出線ごとのデータを補正することが可能となる。２つの検出器に放射線が同時入射したことを検出して、その検出線に関して計数するとき、その検出線に関する補正係数を読み出して補正することができるため、測定時のリアルタイムでの補正も可能である。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１１】
つぎに、この発明を実施した核医学イメージング装置について図面を参照して説明する。
【実施例１】
【００１２】
図１は、この発明の一実施例にかかる核医学イメージング装置を示すブロック図である。この図に示すように、多数の放射線検出器１１をリング型に配列したリング型検出器列１２の内部に被検体（被検者）１０が挿入される。被検体１０内にはポジトロン放出性ＲＩで標識された薬剤が投与されており、そのＲＩからガンマ線が１８０°反対方向に放出される。被検体１０は、リング型に配列された多数の検出器１１で３６０°囲まれているため、その検出器１１の配列面内に向かうガンマ線であれば、いずれか２つの検出器１１に同時に入射することになる。たとえば図に示すようにｉ番目の検出器１１とｊ番目の検出器１１に同時に入射したとすると、これらから生じる検出信号がコインシデンス回路２１に同時に入力することになる。
【００１３】
コインシデンス回路２１はこうした同時入力を検出しており、（ｉ，ｊ）の組み合わせで同時入射が検出されたとき、それらの検出器を結ぶ検出線（ｉ，ｊ）に関する出力を生じる。この出力は検出器感度補正回路２２を経てアドレッシングメモリ２３に送られ（検出器感度補正回路２２については後で説明する）、検出線（ｉ，ｊ）が、この線の角度φと動径方向位置（リング中心からの距離）ｒとで表されるアドレス（φ，ｒ）に変換されて、データ収集メモリ２４のアドレス指定に用いられ、このアドレス（φ，ｒ）でのデータ加算（計数）がなされる。こうして図５に示すように（φ，ｒ）でアドレスされるサイノグラム上でデータ収集がなされていく。
【００１４】
こうしてデータ収集が終了したとき、画像再構成装置２５においてこのデータを逆投影法などのアルゴリズムで処理することにより、上記リングが位置する平面が被検体１０を横切る断層面でのＲＩ濃度分布像が再構成され、画像表示装置２６によって表示される。
【００１５】
リング型検出器列１２は図１の紙面に直角な方向つまり被検体１０の体軸方向に図２に示すように多層に積層されて円筒型検出器配列１３を形成している。そのため、各１つのリング型検出器列１２内での同時計数のみならず、ｕ番目のリング型検出器列１１とｖ番目のリング型検出器列１１との間のように、異なるリング型検出器列１２間での同時計数も行われる。そこで、（ｕ，ｖ）の組み合わせのみならず、（１、１）、（１、２）、（１、３）…のようにリング型検出器列１２のあらゆる組み合わせで同時計数がなされるので、リング型検出器列１２がｎ列あるとすると、ｎの２乗個の組み合わせでの計数つまりｎの２乗個のサイノグラムについてデータ収集されることになる。
【００１６】
ところで、検出器１１は実際には図３、図４に示すように多数の（３個以上の）短冊状シンチレータ（結晶）１４に対して平面内方向および中心軸方向に少なくとも２個配列されたＰＭＴ（フォトマルチプライア：光電子増倍管）１５を結合させてＰＭＴ１５の出力比によって放射線入射・発光を生じたシンチレータ１４を求めるというように構成されている。図３、図４の各シンチレータ１４が図１、図２の各検出器１１に相当し、いくつかの検出器１１がブロック化されているわけである。この各々のブロック内でのシンチレータ１４の平面内での位置を番号ｋ（＝１、２、３、４、…）で、中心軸方向での位置を番号ｗ（＝１、２、３、４、…）で表すことにする。
【００１７】
そこで、図５に示す１つのサイノグラムにおいて、検出線（ｉ，ｊ）のデータの両隣には検出線（ｉ，ｊ＋１）と（ｉ，ｊ−１）のデータが並ぶため、ｉ番目の検出器１１についてのデータは右上がりの線上に並ぶことになり、ｉ−１番目やｉ＋１番目の検出器１１についてのデータも同様となる。他方、ｊ−１番目、ｊ番目、ｊ＋１番目の検出器１１のデータは左上がりの線上に並ぶ。つまり、これらの線の交点に検出線（ｉ，ｊ）、（ｉ，ｊ＋１）、（ｉ，ｊ−１）等のデータが置かれる。そして、ｉ番目、ｊ番目といっても、ブロック内番号ｋとしては１、２、３、４、…が繰り返し生じるので、このブロック内番号ｋを表せば図６のようになる。
【００１８】
つぎに動作について図７のフローチャートをも参照しながら説明する。まず、ラインソースを用い、これを円筒型検出器配列１３の内部で、その中心軸を回転中心軸としてその内周に沿って移動するよう回転させ、データ収集メモリ２４にデータを収集する。そのデータとそれを収集したときの各々の回転位置情報を用いて補正演算回路２７により補正係数に関するデータを求め、補正データメモリ２８に格納する。ここで求める補正係数はＦ，Ｇ，Ｄである。これらは、各検出線ごとの補正係数ＮＦｓの要素の一部である。すなわち、ＮＦｓはつぎのように表される。
ＮＦｓ＝Ｅuivj・Ａij・Ｂuv・Ｆuv・Ｇuvr・Ｄuvrk
ここで、Ｅは、検出線（ui，vj）ごとに現れる検出器１１（シンチレータ１４）に固有の感度に関するもので、ＰＭＴ１５のゲインやシンチレータ１４の性質に依存する。Ａは、ブロック内でのシンチレータ１４のリング平面方向（中心軸に直角な方向）の位置ｋに依存する係数、Ｂはブロック内でのシンチレータ１４のリング中心軸方向の位置ｗに依存する係数である。Ｆはリング型検出器列１２の組み合わせ（ｕ，ｖ）ごとの感度つまりリング中心軸方向の放射線入射角に対するシンチレータの深さに依存する係数、Ｇは動径方向幾何学感度に関連し動径方向の放射線入射角度に対するシンチレータの深さに依存する係数、Ｄはシンチレータ１４相互の干渉因子に関連するもので、ブロック内のシンチレータ１４の位置に依存するＧの要素である。
【００１９】
こうして補正係数Ｆ，Ｇ，Ｄが求められ補正データメモリ２８に格納された後、ラインソースを取り除いて、放射性薬剤の投与された被検体１０についての測定（データ収集）を、上記の補正係数Ｆ，Ｇ，Ｄを適用しながら、行う。つまり、コインシデンス回路２１から出力が得られる都度、補正データメモリ２８より対応する補正係数Ｆ，Ｇ，Ｄを読み出して検出器感度補正回路２２で補正しながらデータ収集する。このとき、図２の矢印で示すように、被検体１０を円筒型検出器配列１３の中心軸方向（被検体１０の体軸方向）に移動させながら、被検体１０の全身についてスキャンする。これにより、移動の各位置ごとに、ｎの２乗個のサイノグラムが得られる。そこで、この各位置ごとに得られたｎの２乗個のサイノグラムの各々を、全位置について加算する。こうしてｎの２乗個のサイノグラムの各々は、体軸方向に加算されたものとなる。体軸方向での加算により、データが増加するためノイズが少なくなるとともに、体軸方向各位置の断層面でのＲＩ分布のばらつきがならされ、均一ファントムを用いた場合に近づけられる。
【００２０】
つぎにこの加算データを用いて補正係数Ａ，Ｂを順次求める。このＡ，Ｂは上記の通りブロック内シンチレータ位置ｋ，ｗに依存するものである。Ａについては、図６に示すようにサイノグラムにおいてｋ＝１、２、３、４、…が繰り返し生じ、つまり図６のグレーの部分がφ方向にもｒ方向にも繰り返されるので、このグレー領域の繰り返しを通じて同じｋの組み合わせ、たとえば（１、１）、（１、２）、…、（２、１）、（２、２）、…の各々について加算を行いその平均を求める。すると、この加算平均値は、リングが位置する断層面内でのＲＩ分布のばらつきをならしたものと考えられるので、均一ファントムを用いて得たデータに近似したものとみなすことができる。そのため、この加算平均値に対する各ｋごとの比により、補正係数Ａijを求めることができる。Ｂについても同様の加算平均値を求めるとそれは体軸方向でのＲＩ分布のばらつきをならしたものと考えられるので、均一ファントムを用いて得たデータに近似したものとみなすことができ、この加算平均値に対する各ｗごとの比により、補正係数Ｂuvを求めることができる。
【００２１】
こうして補正演算回路２７により補正係数Ａij，Ｂuvが求められたら、これらを補正データメモリ２８に送って格納する。同時に、全身スキャンデータの各断層面ごとのデータに適用して補正し、さらに上記の加算データに適用して補正する。つぎにこの補正された加算データを用いて補正係数Ｅを求める。まず、図５に示されたサイノグラムにおいてｉ番目の検出器１１に関して並ぶ（右上がりの斜めの線に沿って並ぶ）データを、全ｉについて加算（ｉ＝１、２、３、…の各々のデータのｒ方向位置の同じもの同士を加算）し平均を求める。
【００２２】
ｉ番目の検出器１１に関して並ぶデータはｉ番目の検出器１１に入射するガンマ線の角度方向プロファイルを表しており、このプロファイルをすべてのｉに関して加算平均することは、各方向からのプロファイルを３６０°の全周にわたってならすことに相当し、断層面内でのＲＩ分布のばらつきをならしたことにあたる。したがってこの加算平均データは、均一ファントム測定時のデータに近似したものとなり、この加算平均データに対するｉ番目のデータ並びの比を、ｉ番目のデータ並びについての補正係数とすることができる。つまり、ｉ番目とｊ−１番目、ｊ番目、ｊ＋１番目等の間で得られるデータについての補正係数Ｅijが得られることになる。種々のリング型検出器列１２間でのサイノグラムについて、つまり（ｕ，ｖ）のあらゆる組み合わせについてのｎの２乗個の各サイノグラムについて、この補正係数Ｅijを求めることによって、体軸方向での組み合わせも含めた補正係数Ｅに関するすべての補正係数Ｅuivjを求めることができる。
【００２３】
こうして補正演算回路２７によって補正係数Ｅuivjを求めることができたなら、これを補正データメモリ２８に格納するとともに、図７に示すように、補正係数Ａij，Ｂuvによって補正された後の各断層面でのデータ（サイノグラム）に対して適用することによって、補正済みのサイノグラムを得ることができ、これを用いて画像再構成装置２５により画像再構成演算を行い、検出器感度差を近似的に補正した画像を得ることができる。さらに補正データメモリ２８にすべての補正係数の要素が格納されることになるため、以降、別の被検体（被検者）１０のＰＥＴ撮像を行う場合、コインシデンス回路２１によって同時入射の検出がなされたとき、その検出線に関する補正データＮＦｓを読み出し、検出器感度補正回路２２によりリアルタイムで検出器感度補正を行いながらデータ収集することができる。このとき、収集された後でデータの補正演算を行うわけではないので、測定終了後直ちに画像再構成し、短時間のうちにＰＥＴ画像を画像表示装置２６に表示することができる。
【００２４】
なお、上記は一つの実施例について説明したものであり、具体的な構成などは、この発明の趣旨を逸脱しない範囲で、種々に変更可能である。たとえば、上記では、図７のように補正係数Ａ，Ｂが求められたらこれを適用して元の全身スキャンデータを補正し、さらに補正係数Ｅが求められたらこれを適用して補正するというように段階的に補正することとしたが、補正係数Ａ，Ｂ，Ｅがすべて求められたら一括で補正するよう構成することもできる。また、これらの補正係数の要素を求める順序も限定されない。さらに、これらの補正係数の要素のうちの任意のものを、均一ファントムを用いて求めることも可能である。リング型検出器列１２についても、多層構造として円筒型検出器配列１３を構成する場合に限らず、単層構造のリング型検出器列１２の場合でも適用できる。
【産業上の利用可能性】
【００２５】
この発明の核医学イメージング装置によれば、個々の被検体についてＰＥＴ撮像を行う場合に、そのとき収集したデータ自身を用いて均一ファントムを用いた場合に近似した補正係数を求めることができるので、高価な均一ファントムを用いる必要がなくなって、簡易に検出器の感度差を補正することができるようになる。
【図面の簡単な説明】
【００２６】
【図１】この発明の一実施例にかかる核医学イメージング装置のブロック図。
【図２】同実施例におけるリング型検出器列の多層構造を示す模式的な断面図。
【図３】同実施例における検出器を具体的に示す体軸方向から見た模式図。
【図４】同実施例における検出器を具体的に示す体軸に直角な方向から見た模式図。
【図５】サイノグラムを示す説明図。
【図６】サイノグラム上でのブロック内シンチレータ位置を示す説明図。
【図７】同実施例の動作説明のためのタイムチャート。
【符号の説明】
【００２７】
１０……被検体
１１……検出器
１２……リング型検出器列
１３……円筒型検出器配列
１４……シンチレータ
１５……フォトマルチプライア
２１……コインシデンス回路
２２……検出器感度補正回路
２３……アドレッシングメモリ
２４……データ収集メモリ
２５……画像再構成装置
２６……画像表示装置
２７……補正演算回路
２８……補正データメモリ
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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